KR20120091256A

KR20120091256A - 골형성 및 골융합을 자극하는 임플란트 장치

Info

Publication number: KR20120091256A
Application number: KR1020127013913A
Authority: KR
Inventors: 모셰 노이만
Original assignee: 마그덴트 리미티드
Priority date: 2009-10-29
Filing date: 2010-10-28
Publication date: 2012-08-17
Also published as: US9327115B2; TR201909314T4; HRP20191193T1; HUE044037T2; EP2493549A4; ES2732890T3; EP2493549A1; LT2493549T; EP2493549B1; WO2011051947A1; PL2493549T3; DK2493549T3; US20120215281A1; PT2493549T

Abstract

골형성 및 골융합을 자극하기 위한 임플란트 장치는 중공의 환형 하우징 부재와, 펄스형 전류 조정기와, 전류 조정기에 접속된 코일을 구비한다. 전류 조정기와 코일의 적어도 일부는 하우징 부재 내에 장착된다. 펄스형 전류의 주파수는 미리 정해진 자속 밀도가 관통하고 상기 하우징 부재로부터 방사방향 외측으로 배열된 이식 장치가 이식되는 뼈 영역에 생성된 전자기장에 의해 골형성 및 골융합을 자극하도록 충분히 큰 전파 거리를 위한 상기 하우징 부재 외측으로 방사방향으로 전파될 수 있도록 전자기장을 생성하도록 선택된다.

Description

골형성 및 골융합을 자극하는 임플란트 장치{IMPLANT DEVICE FOR STIMULATING OSTEOGENESIS AND OSSEOINTEGRATION}

본 발명은 임플란트 장치에 관한 것이다. 본 발명은, 특히 골형성 및 골융합을 자극하기 위한 임플란트 장치에 관한 것이다.

골내 루트 형성 임플란트는 치과의 보철편을 지지하기 위하여 주로 사용된다. 이들은 보정장치의 앵커로서 또한 사용되고 있다.

종래의 치과용 임플란트 치료에서는 다음과 같은 제한을 겪게 된다: (1) 치료 기간 - 임플란트가 이식된 후, 아래턱은 3 내지 4개월, 윗턱은 4 내지 6개월, 릿지 보강과 부비강 리프트와 같은 뼈이식을 위해서는 6 내지 9개월의 회복 기간의 장기간이 걸리고, (2) 이식 실패율은 골융합이 낮기 때문에 골다공증 또는 감소된 뼈질량과 밀도가 낮기 때문에 높다. 임플란트는 사이에서 점진적인 상대 운동없이 인접한 뼈와 접촉할 때, 일반적으로 고려된다. 이러한 문제는 치과 이식에서 20% 정도가 겪고 있는 것으로 추산되고, 이러한 수치는 전세계적으로 노인분들에게 꾸준히 증가되고 있다. (3) 이식은 뼈에 이식할 공간이 충분히 없을 때, 실시할 수 있다. 이러한 문제를 겪는 치과 이식은 30%로 추산되고 있다. 이들 환자들은 릿지 보강과 부비강 리프트와 같은 뼈 이식 처치를 받게 된다.

그러므로, 골융합을 자극하고 뼈 발육을 자극하기 위한 임플란트 장치를 제공하는 것이 바람직하고, 이에 의해 이식 성공률을 증가시키고 뼈 형성 세포와 임플란트를 둘러싸고 있는 뼈 조직이 충분히 발육하고 골융합되는 치료 기간이 짧아지게 된다.

전기장과 전자기장을 사용하는 바이오로직 자극 시스템은 의료계에서 주목을 끌고 있다. 정형외과 분야에서, 펄스 전자기장(PEMP)은 종래의 치료법과 자주 요구되는 절단에 대하여 제공되는 인간의 긴 뼈 절단을 치료하는 데 도입되어 성공적으로 사용되고 있다 [Ryaby, J. T. (1998)"골절 치료에 전기장과 전자장의 임상효과", 임상적 정형 및 관련 연구 355: 205-215]. 전기 및 전자장의 응용은 뼈와 연골의 전기적 상태를 변경할 수 있고 신진대사와 세포의 분화율의 증가로 유도되어 뼈와 연골의 결함의 치료 증가를 촉진한다.

근육, 인대, 뼈, 연골, 혈액, 성인 줄기세포 생산은 모두 전기장과 자기장에 반응하고 이들 바이오피지컬 휠드제는 치료 차원에서 적용될 수 있다. 전기장 및 자기장은 세포외 합성을 조절하고 골절과 골유합부전을 치료를 자극한다. 전기장 및 자기장은 (1) 프로테오글리칸과 콜라겐 합성을 조절하고 연골성뼈 골융합의 모델의 뼈 형성을 증가시키고, (2) 뼈형성 및 회복의 가속화, (3) 전에 치료하기 어려운 골절의 결합력을 증가시키고, (4) 뼈 접합과 동일한 결과를 산출한다. 전기장과 자기장은 연골과 뼈가 증가하게 하는 초과 세포 매트릭스를 위한 연결 섬유 셀의 유전자의 발현을 조절한다. 이들은 자가분비 신호와 주변분비 신호를 통하여 장효과를 증폭할 수도 있고 활동의 중간 메카니즘일 수도 있는 성장 인자의 합성과 성장인자의 유전자 발현을 증가시킨다.

그러나, 전자기장은 치과용 임플란트에 대하여 골형성 및 골합성에 사용되어 왔다. 치과용 임플란트는 턱뼈 내에 고정되고, 상기한 바와 같이, 긴 치료 기간을 필요로 하는 플란트의 전체 외주는 턱뼈와 골융합된다. 그러므로, 치과용 임플란트의 골융합을 효과적으로 하기 위한 전자기장 치료는 보조 치료가 계속되고 치과용 임플란트 수혜자는 매주 세션의 한정적인 기간 동안에 전자기장에 의한 방사는 임상적으로 효과적이지 않을 것이다.

전자기장 치료는 고강도 에너지이며 전자기장 발생기는 임플란트 수혜자에 의해 행해지고 일상적으로 사용하기 위하여 즉시 충전될 필요가 있다. 즉시 충전의 필요에 따라, 전자기장 발생기는 구강 캐비티 내에서 편리하게 국부화될 수 없다.

니커슨 등의 US 5,292,252호는 치과용 임플란트를 둘러싸고 있는 뼈세포와 뼈 조직의 성장을 향상시키기 위한 자극 처리 캡을 개시한다. 자극 처리 캡은 커버 나사와 같은 방식으로 임플란트에 부착되는 나사이를 가진 부분과 직류원을 포함하는 상부 캡부를 포함한다. 하나의 실시예에 있어서, 전류원은 임플란트와 그 둘러싸고 있는 뼈 조직 둘레에 전자기장을 생성하는 종방향 코어를 둘러싸는 코일 결합되어 있다.

전류원에 의해 발생되는 전자기장은 정적인 자기장(SMF)이고, SMF에 의한 뼈성장의 자극은 아직 분명하게 확립된 것은 없다. 이러한 치료 캡의 다른 잇점은 요구되는 처리 기간 동안에 불충분한 용량의 작은 내부 용적 내에 내장될 수 있다.

레베르크 등의 US 6,034, 295호는 성장하길 의도하는 뼈조직이 임플란트 장치에 둘러싸이는 내부 공동이 형성된 임플란트 장치를 개시한다. 상기 장치는 적어도 두 개의 전극을 구비하는데, 몸체가 전기 전도성 재료로 만들어졌을 때, 캐비티 내에 위치하고 상기 캐비티를 형성하는 몸체의 내측으로부터 이격되어 있는 하나의 전극과 제 2 전극을 가지며, 내부 전극과 함께 조직의 성장을 촉진하기 위하여 저주파 교류를 생성하기 위한 동축 구조의 일종으로 형성한다. 그러나, 전극에 의해 생성된 전기장은 가장 먼 전극을 가로질러 전파되지 않고 그러므로 임플란트로부터 외측으로 이격된 손상 또는 골다공성 조직 내에서 골형성을 자극할 수 있다.

마츠모토 등의 "토끼 대퇴골에 삽입된 치과용 임플란트 둘레에서 뼈 형성을 촉진하는 펄스형 전자기장", 크린 오랄 impl Res 2000:11:354-360은 "거친 표면을 가진 치과용 임플란트 둘레에 뼈 형성에 유용할 수도 있는 PEMF 자극의 결과"가 개시되어 있다.

송 JK 등의 바이오 전자기장에서 "치과용 임플란트를 둘러싸고 있는 조직에서 뼈 형성을 촉진하는 전자장치", 2009 Jul:30(5):374~84에서 "치과용 임플란트 둘레에서 뻐형성의 가속화를 나타내는 결과에 기초하여 치과용 임플란트의 뼈 융합의 잠재적인 시간은 감소되고, 양호하지 않은 뼈에서의 성공율이 증가된다는 것이 개시되어 있다.

마드자아 등의 US 특허출원 2006/0265026호는 골화 임플란트를 위한 골형성과 골합성 촉진 및 유지보수 장치는 제 1 전극을 가진 임플란트와, 상기 부재에 위치된 내장된 제 2 전극을 포함하고, 부재 표면과 실제적으로 동일 평면이고 전기적으로 고립되고, 전기 자극 기구는 상기 부재에 위치하는 것이 바람직하고 제 1 및 제 2 전극을 통하여 임플란트를 둘러싸는 골내 조직에 전기 자극 신호를 제공하도록 동작하도록 부재에 위치하는 것이 바람직하다고 개시되어 있다.

마이클슨 등의 US 특허 제6,605,089호는 전기 뼈 발육 촉진 장치 및 뼈 성장 촉진과 임플란트에 인접한 영역을 융합 처리하기 위하여 척추의 인접한 척추뼈 사이에서 척추 공간 내에서 외과적으로 이식된 임플란트에 전류를 전달하기 위한 방법이 개시되어 있다.

웰란 등의 US 특허 출원 제2004/0176805호는 방사된 전자기장이 신체 조직에 방사되도록 신체 조직의 표면에 배열된 자기 보유 이동용 전자기장 발생 장치를 포함하는 신체 조직에 전자기장을 적용하기 위한 시스템과 기술이 개시되어 있다.

본 발명의 목적은 골형성을 자극하기 위한 치과용 임플란트 장치를 제공하는데 있다.

본 발명의 다른 하나의 목적은 골융합을 자극하기 위한 치과용 임플란트 장치를 제공하는 데 있다.

본 발명의 다른 하나의 목적은 펄스형 자기장에 의해 골형성을 효과적으로 자극하기 위한 치과용 임플란트 장치를 제공하는 데 있다.

본 발명의 다른 하나의 목적은 변위 또는 충전될 장치에 전원을 공급하기 위한 배터리가 필요하지않는 골형성을 자극하기 위한 치과용 임플란트 장치를 제공하는 데 있다.

본 발명의 다른 목적 및 잇점은 하기 설명을 읽으면 명백해질 것이다.

본 발명의 임플란트 장치는 치료용 기구로서 작용하는 조직의 회복과 뼈 형성과 같은 바이오로직 효과를 위한 전자기장을 생성한다.

골형성 및 골융합을 자극하기 위한 임플란트 장치는 중공의 환형 하우징 부재, 펄스형 전류가 미리 정해진 자속 밀도를 관통하고 상기 하우징 부재로부터 방사방향 외측으로 배열된 이식 장치가 이식되는 뼈 영역에 생성된 전자기장에 의해 골형성 및 골융합을 자극하도록 충분히 큰 전파 거리를 위한 상기 하우징 부재 외측으로 방사방향으로 전파될 수 있도록 전자기장을 생성하도록 선택되고 상기 전류 조정기에 접속된 코일을 구비하고, 상기 전류 조정기와 상기 코일의 적어도 일부는 상기 하우징 부재 내에 장착되어 있고, 상기 펄스형 전류의 주파수는 방사상 외측으로 관통되어 전파되도록 소정의 자속 밀도의 전자기장을 생성하도록 선택되고 상기 하우징 부재는 상기 생성된 전자기장에 의해 골형성 및 골융합을 자극하기 위해 충분히 큰 전파 거리를 가지며, 상기 임플란트 장치는 이식되고 상기 하우징 부재로부터 방사상 외측으로 배열되어 있다.

상기 하우징 부재의 외측 표면은 인접 뼈 영역의 골융합을 자극하기 위하여 발생된 전자기장에 의해 충분히 전기적으로 충전된다.

하나의 양태에 있어서, 전류 조정기에 의해 생성된 각각의 펄스는 소정량보다 큰 뼈 영역에 의해 소정의 기간 동안에 흡수된 전자기장과 관련된 에너지의 총량을 보정하기에 충분한 지속기간이다.

하나의 양태에 있어서, 중공형 하우징 부재는 이식된 루트와 결합가능하다.

하나의 양태에 있어서, 하우징 부재는 이식된 루트와 결합가능한 치료 접합부이다.

하나의 양태에 있어서, 중공형 하우징 부재는 이식가능한 루트이다.

본원에 언급한 바와 같이, 치과용 임플란트 장치로서 사용될 때, 임플란트 장치의 요소의 대응하는 상대적인 위치를 언급하는 데, 상대적인 위치는 또한 다른 형식의 임플란트 장치로서 사용될 때, 적용가능하다:

"목"은 윗턱과 아래턱 사이의 선을 따른, 특히 이식된 루트와 임플란트 장치의 덮개부분 사이의 선을 따른 부분;

"정점"은 임플란트 루트의 향한 목의 선을 따른 선;

"방사상" 은 실제적으로 원형인 임플란트 장치의 회전 반경을 가진 대체적으로 일치하는 선을 따른 또는 실제적으로 원형의 임플란트 장치의 반경과 일치하는 선과 대체로 평행한 선을 따른, 목선에 실제적으로 수직인 선.

하나의 양태에 있어서, 코일은 제 1 하우징 부재 요소 내에 배열된 제 1 부분과 제 2 하우징 부재 요소 내에 배열된 제 2 부분을 구비한다.

하나의 양태에 있어서, 코일은 하나 이상의 권선으로 형성된 연속 코일이다.

하나의 양태에 있어서, 제 1 하우징 부재 요소는 원추형 캡이고 상기 제 2 하우징 부재 요소는 중공형 나사이고 상기 중공형 나사의 원추형 단부는 상기 캡과 나사로 결합가능하고 상기 중공 나사의 정점 단부는 상기 이식된 루트와 나사 결합가능하다.

하나의 양태에 있어서, 코일은 프레임 코일이다.

하나의 양태에 있어서, 프레임 코일의 각각의 루프의 제 1 부분은 제 1 하우징 부재 요소의 폭과 실제적으로 동일한 폭을 가지고, 프레임 코일의 각 루프의 제 2 부분은 제 2 하우징 부재 요소의 폭과 실제적으로 동일한 폭을 가진다.

하나의 양태에 있어서, 프레임 코일은 복수의 정렬된 루프를 구비한다.

하나의 양태에 있어서, 프레임 코일은 실제적으로 상호 수직이고 유사하게 구성된 두 개의 섹션을 구비한다.

하나의 양태에 있어서, 프레임 코일은 공통의 교차점을 가진 모든 루프와 같이 배열된 각도를 가지고 분배되어 있고 루프의 최대 각도 분포는 약 40도 이하이다.

하나의 양태에 있어서, 제 2 프레임부는 제 2 하우징 부재 요소의 전체 길이를 통하여 실제적으로 정점으로 연장되어 있다.

하나의 양태에 있어서, 제 1 코일부는 전류 조정기를 둘러싸고 있다.

하나의 양태에 있어서, 코일은 링형상 코일이다.

하나의 양태에 있어서, 제 1 링 코일부는 제 1 하우징 부재 요소 내에 배열되고, 제 2 링 코일부는 제 2 하우징 부재 요소 내에 배열되어 있고, 하나 또는 두 개의 세그먼트는 상기 제 1 및 제 2 링 코일부 사이에 연장되어 있다. 상기 제 1 및 제 2 링 코일부 사이에 연장되어 있는 세그먼트는 프레임 코일부 일 수도 있다.

하나의 양태에 있어서, 코일은 정점의 링 코일부를 가진다.

하나의 양태에 있어서, 하우징 부재 내에 장착된 코일부로부터 연장된 코일은 하우징 부재의 외표면 둘레에 권취되어 있다.

하나의 양태에 있어서, 하우징 부재 내에 장착된 코일부로부터 연장된 코일은 루트의 외표면 둘레에 권취되어 있다.

하나의 양태에 있어서, 임플란트 장치는 제 2 하우징 부재 요소 내에 삽입할 수 있는 페라이트 코어를 구비한다.

하나의 양태에 있어서, 제 1 및 제 2 코일부는 병렬로 전류 조정기에 접속되어 있다.

하나의 양태에 있어서, 전류 조정기는 발진기, 타이머 회로, 내부 전원, 상기 전류원과 상기 타이밍 회로 사이의 전기 접속을 차단하기 위한 스위치를 구비한다.

하나의 양태에 있어서, 전류 조정기는 생성된 전자기장의 방사 방향을 변경하기 위한 인버터를 더 구비한다.

하나의 양태에 있어서, 타이밍 회로는 요구되는 듀티 사이클에 따라 연속적인 방식으로 펄스 파형을 조정하도록 채용되어 있다.

하나의 양태에 있어서, 타이밍 회로는 소정의 변조 기간 동안 펄스 파형을 변조하도록 채용되어 있다.

하나의 양태에 있어서, 생성된 전자기장은 0.2 내지 0.5mT, 0.5 내지 0.8mT, 0.8 내지 2mT, 2 내지 5 mT 또는 0.2 내지 5mT 범위의 자속 밀도를 가진다.

하나의 양태에 있어서, 펄스 전류의 주파수는 1 내지 1000Hz, 1 내지 100kHz, 또는 1 내지 100 kHz의 범위이다.

하나의 양태에 있어서, 펄스 전류는 1 내지 15㎂, 15 내지 100㎂, 0.1 내지 2mA, 또는 1 내지 2000㎂의 범위이다.

하나의 양태에 있어서, 펄스 전류는 5 내지 30 마이크로초, 30 내지 50 마이크로초, 50 내지 200 마이크로초, 또는 5 내지 200 마이크로초 범위이다.

하나의 양태에 있어서, 타이머 회로는 사각파형, 삼각파형, 톱니 형상파형, 사인파형 파형으로 구성된 그룹으로부터 선택된 펄스 파형을 채용하고 있다.

하나의 양태에 있어서, 코일은 1 내지 10 범위의 권선수를 가진다.

하나의 양태에 있어서, 전원은 예측되는 전체의 치료 기간 동안 전류 조정기에 전원을 공급하기 위한 충분한 용량을 가진 배터리이다.

임플란트 장치는 치과용 임플란트, 치주 재생, 치과 교정 이동, 정형, 신경계의 임플란트 산업 분야에 적절하다.

임플란트 장치는 프로테오글리칸과 콜라겐 합성을 조절하고 골내 골융합 모델의 뼈 형성을 증가시키고, 뼈 형성 및 회복을 가속화시키고, 치료하기 곤란한 절골의 결합률을 증가시키고, 뼈 접목에 동등한 결과를 낳는다.

치과용 임플란트에 있어서, 전기장과 전자기장은 임플란트의 골융합 시간을 단축시키고 뼈를 임플란트에 접촉하는 질을 향상시킨다.

본 발명의 치과용 임플란트 장치에 의한 전자기장의 생성의 기술적 잇점은: (1) 신속한 골융합-치아 회복 전에 치료 기간 단축; (2) 더 양호한 뼈융합-뼈에 대한 임플란트 접촉의 질 향상과 골다공증과 다른 뼈 조직 병, 당뇨병, 노인 환자, 흡연자 및 다른 환경인자에 의해 야기되는 불량한 뼈 질 조건하에서 임플란트 성공율의 증가; (3) 예를 들면, 뼈접합 수술과 같은 더욱 양호한 뼈 형성(골형성); (4) 적은 임플란트 실패; (5) 외과 수술의 중간 건수의 감축을 포함한다.

릿지 보강 및 부비강 엘리베이션 처치하는 동안에 형성된 뼈 보강에 있어서, 전기장과 전자기장의 생성은 뼈 형성을 가속하고 뼈의 리모델렝의 시간을 단축하고 뼈의 질을 개선한다. 그 결과로, 처리에 관한 임플란트의 기간은 단축되고 적은 임프란트 실패를 하게 될 것이다. 뼈 보강 절차에 임플란트를 함께 위치시키는 신규 방법은 외과 수술의 중간 과정의 수를 감소시킬 수 있다.

치주 재생 처치에 있어서, 전기장과 전자기장의 생성은 치주 질환에서의 지지뼈를 재생시키는 개선된 골형성 효과로 유도되고 치주 조직의 재생의 효과가 향상된다.

치과 교정에서 치아의 이동에 있어서, 뼈가 이동하는 동안에 전기장과 전자기장의 생성은 적용되는 힘의 효과를 향상시키고 세포의 활동과 조직의 리모델링의 향상으로 이어진다. 이러한 전기 자극 세포 활성 시스템은 현재 사용되고 있는 스트레스 관련 기구와 같거나 그보다 더 좋다. 치아가 이동하는 동안에 전기장과 전자기장의 생성은 치아 교정 시간을 단축하고 처치 후에 재발이 감소하며 치아가 이동하는 범위가 증가된다.

치주 질환에 있어서, 전기장과 전자기장의 생성은 정형외과 처치 후에 연골과 부드러운 조직, 뼈의 치료를 증가시킨다.

신경학 치료에 있어서, 신경이 손상된 영역에서 전기장과 전자기장의 생성은 증가된 혈액 유동의 결과로 신경 재생으로 유도된다.

도 1은 내부에 장착된 코일로부터 외측으로 방사되는 원형의 전자기력선을 도시한 본 발명의 하나의 실시예에 따른 임플란트 장치의 경부의 개략적인 단면도이다.
도 2a는 도 1의 임플란트 장치 내에 장착된 복수의 정렬된 루프가 배열된 연속 프레임 코일의 개략적인 사시도이다.
도 2b는 첨두 프레임 코일부와 정점 링 코일부를 구비한 연속 코일의 개략적인 사시도이다.
도 3은 서로 유사하나 다르게 배향된 배열을 가진 서로 수직의 두 개의 프레임 코일부를 가진 연속 코일의 개략적인 사시도이다.
도 4는 공통의 교차점을 모든 루프가 가지는 각도를 가지고 분포된 코일을 개략적인 사시도이다.
도 5는 제 1 대직경부와 제 2 작은 직경부를 가진, 도 1의 임플란트 장치 내에 장착된 링 코일의 개략적인 단면도이다.
도 6a는 루트의 외표면에 귄취된 권선과 임플란트 장치의 캡 내에 장착된 프레임 코일부를 가진 코일을 도시한 본 발명의 다른 실시예에 따른 임플란트 장치의 개략적인 단면도이다.
도 6b는 중공 나사의 외표면에 귄취된 권선과 임플란트 장치의 캡 내에 장착된 프레임 코일부를 가진 코일을 도시한 본 발명의 다른 실시예에 따른 임플란트 장치의 개략적인 단면도이다.
도 6c는 프레임 코일이 장착된 상태를 도시한 캡이 없는 임플란트 장치의 개략적인 단면도이다.
도 7은 전류조정기의 블럭 다이어그램이다.
도 8은 코일 속에서 자속을 여자하기 위하여 전류 파형의 예를 개략적으로 도시한 도면이다.
도 9 및 도 10은 도 7의 발진기의 두 개의 구성을 개략적으로 도시한 도면이다.
도 11은 임플란트 내에 장착된 두 개의 서로 수직인 프레임 코일에 의해 생성되는 자속의 시뮬레이션도이다.
도 12는 생성된 자기장을 통하여 전파되어 유도된 전기장(E)에 의해 임플란트 장치의 외표면에 대하여 좁은 뼈 영역을 골형성을 개략적으로 도시한 도면이다.
도 13은 튜브 두께의 함수로서 전자기장의 감쇄를 도시한 도식적 도면이다.
도 14는 주파수에 따른 자기장의 감쇄의 종속도를 도식적으로 도시한 도면이다.
도 15는 본 발명의 다른 실시예에 따른 코일 조립체의 개략적인 도면이다.

본 발명은 내부의, 즉시 작동가능한 전류 조정기를 구비한 신규의 임플란트 장치에 관한 것이다. 전류 조정기는 방사방향으로 대향된 전자기장을 생성하고 이식 위치에 대하여 임플란트 루트로부터 외측으로 전파되어 골형성에 효과적으로 자극하게 된다. 골융합도 자극되고, 예를 들면 치과용 임플란트 장치가 사용될 때, 이식된 루트에 크라운이 결합되기 전에 요구되는 치료 시간은 3 내지 6 개월로부터 4 내지 12주로 극적으로 감소한다. 비록 전류 조정기가 즉시 작동될지라도 적절한 특성을 최적화함으로써 교체 또는 충전할 필요가 없는 배터리로 전원을 공급한다.

도 1은 본 발명의 실시예에 따른, 참조번호 10으로 주어진 임플란트 장치(10)를 개략적으로 도시한다. 다음 설명이 치과용 임플란트 장치에 관한 것일지라도 본 임플란트 장치는 치과용 임플란트에 더하여 치주 재생, 치아 교정 이동, 정형외과 수술, 신경외과 분야에서 골형성 및 골융합을 자극하는데 또한 적절하다.

임플란트 장치(1)는 종래 기술에 널리 공지된 바와 같이, 턱뼈(3) 내에 양호한 천공을 달성하기 위하여 외측 나사(1)와 내측 나사(6)가 형성된 길게 연장된 이식가능한 루트(5)와, 이식된 루트(5)의 내측 나사(6)와 나사 결합되는 외측 나사(14)가 형성된 긴 중공 나사(12)와, 종래 기술의 캡과 커버(40)의 구조와 동일 구조 및 동일 치수를 가질 수도 있는, 전류 조정기의 회로를 내장하기 위한 U자 형상 단면을 갖는 중공 컵(20)을 구비한다. 중공 나사(12)와 캡(20)이 조직 치료 기간 내에만 사용되고, 톱니를 가진 크라운이 사용된다면, 상호 결합 접합부와 캡을 "치료 접합부"라 말할 수도 있다.

캡(20)은 치료 기간이 완성됨에 따라 톱니를 가진 크라운에 의해 중공 나사(12)와 함께 교체가능하고 루트(5)의 왕관형 단부(8)로부터 돌출된 중공 나사(12)의 왕관형 단부(16)와 나사 결합가능하다. 커버(40)는 캡(20)보다 넓은 왕관형부(41)를 가지고 밀봉 결합가능하고, 중앙부(43)는 캡(20)의 왕관형 단부의 내면을 따라 형성된 나사(25)와 나사 결합가능한 왕관형 부(41)보다 좁다.

캡(20)은 왕관 모양으로 배열되고 직선으로 연장된 벽(22)과, 접합부(12)와 결합하도록 벽(22)의 단부로부터 내측으로 경사진 만곡벽(23)을 가진다. 하나 이상의 지지 요소(24)는 인쇄 회로 기판(26)을 지지하기 위하여 중간 높이에서 직선 벽(22)으로부터 내측으로 연장되어 있다. 인쇄 회로 기판(26)의 왕관측(27)에 복수의 전자 부품(31)과 복수의 전기적 도체 리프 스프링(28)이 부착되어 있다. 원반 형상의 배터리(32)는 리프 스프링(28)과 관련하여 접합되도록 위치된다. 배터리(32)는 니켈 카드뮴 배터리일 수 있고 6.4 mA/시의 용량을 가지며, 약 6주 기간의 시간 동안 5 내지 15 ㎂의 범위를 제공하게 될 것이다. 전기적으로 차폐된 리프 스프링(48)은 커버(40)의 표면(48)에 부착되어 있고, 이 때문에 커버(40)는 전길이에 걸쳐 연장된 캡(20)과 결합되고 배터리(32)는 전류 조정기(35)의 작동을 개시하도록 리프 스프링(28, 46)에 의해 인쇄 회로 기판(26)과 전기적으로 접촉되도록 가압된다.

배터리(32)는 본 기술 분야에서 잘 공지된 다른 방법으로 인쇄 회로 기판(26)과 전기적 접속될 수도 있다.

대화나 식사 도중에 적용되는 것과 같은 적용되는 파지력에 따라 압전 전기를 발생시키기 위한 압전 장치와, 수고스러운 서비스가 요구되지 않은 임플란트 수혜자의 가정에 위치하는 무선 주파수 장치에 의해 충전되는 커패시터와, 교류 발전기, 예를 들면 코일을 따라 움직일 수 있는 자석 요소를 사용하는 전기 역학 작동기를 포함하는 종래 기술에 숙달된 자들에게 잘 공지된 다른 전력원에 의해 전원이 공급될 수 있다.

인쇄 회로 기판(26)의 측면(29)에는 명료도를 위해 오직 하나의 루프만 도시한 연속 프레임 코일(45)이 연결되어 있다. 코일(45)은 벽(22)의 폭을 실제적으로 연장한 왕관형 방사상부(L)와, 방사상부(M)로부터 연장된 내측으로 연장된 방사상부(N)와, 방사상부(N)로부터 접합부(12)의 종단면(13)까지 실제적으로 연장된 경부(O)를 가진다. 코일(45)의 부분(Q 내지 S)은 각각 부분(M 내지 O)와 대칭이다. 부분(P)은 부분(O)과 부분(S) 사이에서 방사 방향으로 연장되어 있다.

전류 조정기(35)가 작동됨에 따라, 전자기장(B)은 코일(45)로부터 외측으로 방사방향으로 대향되어 생성된다. 전자기장(B)은 코일(45)로부터 방사방향으로 방사되는 복수의 동심원적 자기장선(33)으로 가시화된다. 본 출원인은 전자기장(B)이 루트(5)의 골형성 및 골융합을 자극하는데 효과적이라는 것을 발견하였는데, 이는 턱뼈(3)를 둘러싸고 있는 양호한 생체적합성과 전자기 투자성을 가진 티타늄이나 티타늄 합금으로 제작되고 전류 조정기(35)는 4 내지 12주 동안의 소정의 짧은 처리 기간을 통하여 연속적인 방식으로 작동가능하다.

본 출원인은 0.2 내지 0.5mT 범위의 전류 조정기(35)에 의해 생성된 자속 밀도는 루트(5) 근처에 골형성 및 골융합을 자극하는 데 효과적이라는 것을 발견하였고 0.2mT의 값과 100Hz의 주파수와 25㎲펄스폭이 골형성을 자극하는데 임계치이다[마츠모토 등의 " 토끼 대퇴골에 삽입된 치과용 임플란트 둘레에서 뼈 형성을 촉진하는 펄스 전자기장", 크린 오랄 impl Res 2000:11:354-360은 "거친 표면을 가진 치과용 임플란트 둘레에 뼈 형성에 유용할 수도 있는 PEMF 자극의 결과"].

예 5에 기술된 바와 같이, 1kHz의 주파수에서 티탄 합금으로 제작된 임플란트 장치를 통하여 전송되는 생성된 전자기장의 감쇄는 무시할 만하다. 상기한 자속 밀도 범위는 손상된 조직층의 두께에 대응하여 약 2mm의 루트(5)로부터 방사방향으로 연장된 전자기장의 전파 거리에서 골형성을 자극하는 것이 효과적이다.

본 발명의 임플란트 장치 내에 내장된 펄스형 전류 조정기에 대하여 골형성 및 골융합을 달성하는 데 효과적이라는 것을 발견하였다:

a) 금속 관통을 효과적으로 허용하는 1 내지 100kHz의 주파수, 바람직하게는 10Hzdml 주파수,

b) 0.2 내지 0.5mT, 0.5 내지 0.8mT, 0.8 내지 2mT 또는 2 내지 5mT 범위의 자속 밀도,

c) 이식으로부터 선택된 자속 밀도 범위까지 손상된 조직층의 두께에 대응하는 루트(5)로부터 5mm까지 방사방향으로 연장된 전자기장 전파 길이(L), 바람직하게는 2mm이고,

d) 5 내지 30, 30 내지 50 또는 50 내지 200 밀리초의 펄스 지속기간,

e) 1 내지 15 ㎂, 15 내지 100 ㎂, 또는 0.1 내지 2mA의 평균 전류폭,

f) 사각형, 삼각형, 톱니형상, 또는 사인파 파형,

g) 미리 정해진 코일 권수의 범위는 1 내지 10.

본 발명의 임플란트 장치의 다른 잇점은 생성된 자기장(B)은 티타늄과 같은 전기 도체 재료로 제작되었을 때 루트(5)가 충전되게 되는 것이다. 도 12에 개략적으로 도시된 바와 같이, 와류에 의해 생성된 전기장(E)은 루트(5)의 전기 도체가 자기장(B)이 변화할 때 유도된다. 유도된 와류 전류와, 와류 전류와 전기장(E)을 생성하는 자기력선 사이의 척력과 전자기장(B)의 원형 자기력선의 방사 방향에 반대의 방사방향으로 대향된다. 직선 벽으로 개략적으로 도시된 루트(5)의 외벽(71)은 전기장(E)에 의해 전하(C)를 운반하는, 나사가 존재하기 때문에 다른 형상을 대체로 가진다. 인접한 뼈 영역과 대면하는 루트(5)의 외측벽(71)이 충전됨에 따라, 대략 10 미크론의 두께를 가진 좁은 뼈 영역(74)은 외측벽(71)이 골유착이 되게 된다. 전자기장(B)은 좁은 뼈 영역(74)으로부터 전파 거리(D)에 대하여 두꺼운 뼈 영역(77)으로 외측으로 전파하고, 이에 의해 골유착 뼈 영역(74)으로부터 외측으로 배열된 두꺼운 뼈 영역(77) 내에 골형성을 자극하게 된다.

도 7은 전류 조정기(35)의 블럭 다이어그램이다. 전류 조정기(35)는 오실레이터(70)와, 타이머 회로(71)와, 온/오프 스위치(72)와, 배터리(32)와, 또는 상기에 설명된 바와 같은 다른 적절한 전원을 구비한다. 오실레이터(70)는 요구되는 자속을 유도하기 위하여 요구되는 주파수와 크기로 코일을 여자하여 복수의 전류 펄스, 즉 사각형 펄스를 생성하도록 채용된다. 물론, 삼각형, 톱니형상, 사인파 파형과 같은 다른 형상도 코일을 여자하는 데 사용될 수도 있다. 타이머 회로는 에너지를 절약하는 데 필수적인, 요구되는 듀티 사이클을 달성하기 위하여 스위치(72)에 의해 오실레이터(70)에 전원(32)을 주기적으로 차단하여 파형을 변조시킨다. 스위치(72)는 정상적으로 오프 상태 또는 비 도전 상태에 있는 기계적인 DC 스위치이다. 배터리 전원을 절약하기 위하여, 스위치(72)는 도 1에 개략적으로 도시된 바와 같이, 캡(20)에 대하여 커버(40)를 풀거다 조이거나 함에 따라서만 도전 상태가 되어 자동적으로 작동할 것이다.

필요하다면, 전류 조정기(35)는 자기력선의 방사 방향을 주기적으로 변경하기 위한 오실레이터(70)와 전기적 연동하는 인버터(79)를 또한 구비하고 이에 따라 골형성과 골융합 비율을 더욱 개선한다.

도 8은 코일에서 자속을 여자시키기 위하여 사용된 전류 파형을 예를 개략적으로 도시한다. 이 예에 있어서, 전류폭은 8.4 ㎂이고 주파수는 10Hz이고, 듀티 사이클은 10%이다. 이들 변수들은 임플란트 장치의 근접하여 0.2 내지 0.5 mT의 자속이 유도된다. 타이밍 회로는 요구되는 듀티 사이클에 따라 연속적인 방식으로 파형을 생성하도록 채용되어 있다.

다르게는, 타이밍 회로는 미리 정해진 변조 기간 즉, 4시간 동안 파형을 조정하도록 채용되어 있을 수도 있다. 스위치는 다른 하나의 변조 기간이 개시될 때까지 미리 정해진 변조 기간이 경과된 후에 일시 비도통 상태로 설정된다. 변조 기간 동안에 생성된 각각의 펄스 기간은 10%의 듀티 사이클의 연속 파형의 펄스 기간보다 길어지도록 선택될 수 있고, 축적된 전체 에너지량은 미리 정해진 전자기장 전파 거리보다 짧은 거리로 루트로부터 이격된 뼈 영역에 의해 미리 정해진 기간동안 흡수된다.

도 9 및 도 10은 두 개의 예의 오실레이터의 구성을 도시한다. 도 9에 있어서, 오실레이터(70A)는 입력으로부터 출력으로 저항(R)과 커패시터(C)의 병렬 연결로 나타나는 재생적인 프드백을 가지고 연산 증폭기(75)를 사용하여 실행된다. 주파수는 R 및 C 값에 의해 결정된다.

다른 실시가능한 오실레이터는 도 10에 도시된 바와 같이 안정된 멀티바이브레이터를 사용하여 실행된다. 이러한 오실레이터(70B)의 구성에 있어서, 두 개의 트랜지스터(77, 78)는 커패시터(C1, C2)를 통하여 서로 접속되어 있다. 하나의 트랜지스터는 커패시터가 +V로 충전될 때, 베이스가 바이어스되기 때문에 무기한 오프로 남아 있지않을 때에 오프된다. 일단 커패시터가 완전히 충전되면, 제 1 트랜지스터는 턴 온되고 이 때문에 제 2 트랜지스터가 오프된다. 이 방법은, 하나의 상태로부터 다른 하나의 상태로 연속적으로 진동하기 때문에 회로는 안정된 상태가 아니다. 또한, 주파수는 저항과 커패시터의 값에 의해 결정된다.

많은 다른 코일 구성은 자속 밀도를 증가시키기 위하여 사용되거나 자속 밀도가 요구되는 방식으로 분포되도록 하기 위하여 사용된다.

도 2a는 복수의 정렬된 루프(49)가 배열된 연속 프레임 코일(45A)이 구비된 임플란트 장치(10)를 도시한다.

도 2b는 왕관 형상의 코일부(65)와 링 코일부(69)를 구비한 연속 코일(45B)을 도시한다.

도 3은 두 개의 서로 수직인 프레임 코일 섹션(45A1, 45A2)을 구비하고, 이들 각각은 유사한 구조를 가지나 다르게 배향된 장치를 가진다.

도 4는 모든 루프(51)가 공통의 교차점(53)을 가지는 각도를 가지고 분포된 코일(45D)을 도시한다. 루프의 최대 각도 분포(V)는 자기장의 감쇄되는 효과를 방지하기 위하여 대략 45도 이하가 바람직하다.

도 5는 캡(20) 내에 장착된 제 1 대경부(56)와, 중공 나사(12) 내에 장착된 제 2 소경부(57)를 구비한 연속 링 코일(45E)을 구비한다. 제 1 대경부(56)는 전류 조정기(35)를 감쌀 수 있는 크기로 결정되고 제 2 소경부(57)는 중공 나사(12)의 내부를 통과하는 연장되도록 치수가 결정된다. 자속 투자율을 증가시키는 페라이트 코어(54), 즉 로드는 제 2 소경부(57) 내부에 삽입된다.

코일은 캡(20) 내에 장착된 제 1 링 코일부와, 중공 나사(12) 내에 장착되는 제 2 링 코일부, 두 개의 링 코일부를 연결하는 두 개의 직선형 세그먼트를 구비할 수도 있다. 다르게는, 프레임 코일부는 두 개의 링 코일부 사이에 개재될 수도 있다.

본원에 설명된 다른 코일부의 다른 조합도 본 발명의 영역 내에서 할 수도 있다.

도 15는 본 발명의 최상 모드인 하나의 실시예에 따른 코일 조립체(110)를 개략적으로 도시한다. 코일 조립체(110)는 임플란트 장치 캡의 내부에 장착가능하고 도 3에 도시된 바와 같이, 각각 섹션(45A1, 45A2)과 유사하게 구성된 두 개의 수직인 프레임 코일 섹션(116, 117)을 구비한 제 1 코일부(115)와 중공 나사 내에 장착가능한 제 2 코일부(118)를 구비한다. 코일부(115, 118)는 중공 나사 내에 장착가능하다. 코일부(115, 118) 모두는 인덕턴스와 저항을 감소시키기 위하여 오직 하나의 권선으로 제작될 수 있다.

필요하다면, 링 코일은 도 2b에 도시된 방식으로 프레임 코일부(118)에 구비될 수 있는 하나 이상의 루프 또는 다르게는 프레임 코일부(11)로부터 이격되어 위치된 하나 이상의 루프를 구비한다.

페라이트 코어는 대응하는 페라이트 코어에 대하여 코일이 권선된 것과 같이 제 1 코일부(115)와 제 2 코일부(118) 각각의 내부에 위치 가능하다. 제 1 코일부(115)와 결합된 페라이트 코어(112)는 원통형일 수 있고, 제 2 코일부(118)과 결합된 페라이트 코어(119)는 리드 와이어의 두께에 대하여 타원형일 수 있거나 다른 형식을 구성될 수도 있다.

도 6a는 일정한 깊이를 따라 루트(65)의 외표면에 대하여 권선되고 프레임 코일부(65)로부터 연장된 제 1 프레임 코일부(65)와 제 2 권선부(71)를 가진 코일(45F)를 임플란트 장치(60)를 도시하고, 이는 골형성 및 골유착 자극을 최대화하도록 도시된 바와 같이 정점 단부(68)까지 루트(65)의 전길이에 대응 또는 다른 요구되는 깊이를 가진다. 캡(20)은 도 1에 도시된 임플란트 장치(10)와 유사하게 구성되어 있다. 캡(20), 중공 나사(62), 루트(65) 중의 적어도 둘, 가능하면 세 개의 부품은 복수의 개구가 형성된다. 중공 나사(62) 내에 형성된 제 1 세트의 개구와 캡(20) 내에 형성된 제 2 세트의 개구는 정렬된 통로를 규정하고, 와이어(71)가 통과하는 통로(69)로 도입되고, 루트(65)의 외표면에 대하여 권취될 수 있다.

도 6b는 중공 나사(62)의 외표면에 대하여 권취된 제 1 프레임 코일부(65)와 제 2 권선부(73)를 가진 임플란트 장치(61)를 도시한다. 중공 나사(62)는 중공 나사(62)의 외표면에 대하여 권취될 수 있는 와이어(73)가 도입될 수 있는 통로(76)가 형성되어 있다.

도 6c는 본 발명의 다른 하나의 실시예에 따른 캡이 없이 구성된 치과용 임플란트 장치(80)를 개략적으로 도시한다. 본 실시예에 있어서, 모든 전기 부품은 전류 조정기의 회로를 내장하는 중공 캡 또는 접합부가 필요없이 이식가능한 루트(5)의 내부에 내장된다. 밀봉 나사(90)는 루트(50의 개구를 덮는데 사용되고, 치은으로부터 약간 돌출되도록 채용되어 있다. 밀봉 나사(90)는 조직 치료 기간 동안에만 사용되고 톱니를 가진 크라운에 의해 대체될 수 있다.

원형의 지지 요소(81)는 임플란트 루트(5)의 내부면을 따라 형성된 나사(6)와 나사 결합될 수도 있다. 전자부품을 가지는 인쇄 회로 기판(86)은 지지 요소(81)의 정점측에 부착, 즉 결합되어 있다. 인쇄 회로 기판(86)으로부터 왕관형상으로 분할된 전원(92)은 종래 기술에서 잘 공지된 다른 수단 또는 루트(5)를 가진 밀봉 나사(90)가 결합됨에 따라 리프 스프링(88)에 의해 전기적 접속이 된다. 인쇄 회로 기판(86)의 측면(28)에 연속 프레임 코일(45H)이고, 도 1에 도시되고 기술된 바와 같이, 명료도를 위하여 하나의 루프만이 도시되어 있다.

실시예 1

자속 밀도 분포

도 11은 임플란트 내에 장착된 연장 코일과 권선만이 도 3에 도시된 것과 유사한 두 개의 수직인 프레임 코일에 의해 생성된 자속의 자극을 도시한 도면이다. 코일은 임플란트 장치의 정점 단부로부터 7mm 높이까지 임플란트의 개방 공동 내에 배열된다. 자속 밀도 분포는 표 1에 도시된 바와 같이, 임플란트 장치의 정점 단부로부터 거리의 함수로서 도시되어 있다.

높이[mm]	12	10	8	6	4	2
최대 자속 밀도[mT]	0.56	0.58	0.52	0.17	0.04	0.017

실시예 2

페라이트 코어의 자속 밀도 분포

도 15의 코일 조립체의 자속 밀도 분포는 두 개의 수직인 프레임 코일에 기초하여 시뮬레이션되고 이들 각각은 5mm의 높이와 0.4mm의 와이어 직경을 가진다. 프레임 코일의 에지는 임플란트 장치의 정점 단부로부터 13mm 이격되도록 선택되고 프레임 코일의 왕관형 에지는 임플란트 장치의 정점 단부로부터 18mm 이격되도록 선택된다.

캡이 병합된 원통형 페라이트 코어는 4.5mm의 직경과 3.1 mm의 높이를 가지도록 선택된다. 원통형 페라이트 코어의 정점 에지는 임플란트 장치의 정점 단부로부터 13mm 이격되도록 선택되고 임플란트 장치의 정점 단부로부터 16.4 mm 이격되도록 선택된다. 타원형 페라이트 코어의 정점 에지의 정점 에지는 임플란트 장치의 정점 단부로부터 7.5mm 이격되도록 선택되고 임플란트 장치의 정점 단부로부터 11.9mm 이격되도록 선택된다. 두 페라이트 코어의 상대 투자도는 적어도 2000이 되도록 선택된다.

전자기장은 캡 코일의 6㎂의 전류와, 중공 나사 코일 내의 3.6㎂의 전류와, 22.2 kHz의 주파수에 기초하여 시뮬레이션된다. 생성된 자속 밀도는 임플란트 장치의 정점 단부로부터 12 및 6mm 의 사이로 이격된 임플란트로부터 외측으로 1mm 거리에 연장선을 따라 형성되고 자속 밀도는 0.5와 0.12 mT사이의 범위이다. 임플란트 장치는 정점 단부로부터 8mm 이격되면, 임플란트 장치로부터 외측으로 방사 방향으로 2mm까지 거리의 자속 밀도는 1.2mT 보다 크다.

실시예 3

스킨 효과

티타늄 합금으로 제작되고, 방사 방향 길이에 대해 비교적 큰 축방향 길이의 비를 가진 내부 자기원이 구비된 예증적인 튜브의 자기장의 감쇄를 결정하기 전에 튜브의 외측 에지(이하에서 "스킨"이라 한다)에 대한 내부의 어떤 부분에서의 감쇄는 우선 평가된다.

튜브의 내표면으로부터 외표면까지의 전류 밀도의 감소는 하기 방정식에 의해 주어진다.

[방정식 1]

여기에서, 전류 밀도 Js는 내표면의 전류밀도이고, d는 내표면으로부터의 튜브의 주어진 두께이고, δ는 다른 방정식으로 주어진다.

[방정식 2]

여기에서, ρ는 튜브 저항이고, μ는 튜브 투자도이고, f는 자기장 주파수이다.

임플란트에 사용되는 티타늄은 ρ=1.75 10^(-6)Ωm이고, μ=1.00005*4π 10^(-7) N/A이다. 그러므로, 주파수 f=1 kHz, δ=21 mm이고, 한편, 주파수 f=1 MHz, δ=0.67 mm이고, 여기에서 δ는 전류 밀도가 초기값의 약 0.37 또는 1/e 감쇄하는 깊이이다.

튜브 두께 0.5mm는 임플란트 벽의 적정 두께에 대응하기 위하여, 스킨 효과는 1kHz의 주파수에서는 무시할만하고, 1MHz에서 외측 튜브면의 전류 밀도는 내표면에서의 값에 약 절반까지 감소된다.

실시예 4

내표면에서 유도된 전류

기전력(ε)은 자속(φ)유도 시간과 동일하다.

[방정식 3]

[방정식 4]

ρ는 튜브 저항도, B는 자기장의 세기, Js는 자기장에 의해 유도된 전류이다.

하기 방정식의 시간 조화 및 공간 상수 자기장(B)은 단순화를 위하여 어림 계산된다.

[방정식 5]

여기에서, f는 주파수이다. 이를 위해 방정식 3이 아래와 같이 된다.

[방정식 6]

자기장의 세기에 대한 내부 튜브표면의 전류 밀도의 종속도는 다음과 같이 된다.

[방정식 7]

실시예 5

자기장 감쇄

자기장(B)은 튜브의 종축을 따라 유도되고 그러므로 전류(J)는 튜브 주변을 따라 흐른다. 통합된 자기장은 표면(S)을 따라 산정된다.

맥스웰 방정식으로부터, 표면(S)을 따라 유도된 통합 자기장(B)은 표면(S)에 의해 둘러싸인 면적(A) 위의 전류의 총합과 같다.

[방정식 8]

여기에서, μ는 튜브 재료의 투자도이다.

튜브 에지의 내부의 튜브 부분에서, 방정식의 좌측은 h△B와 같고, h는 표면(S)의 주변 길이이고, △B는 튜브의 내표면으로부터 외표면으로의 B의 변화이다.

실시예 2에서 설명한 바와 같이, 1kHz의 주파수에서의 스킨 효과는 무시할 수 있기 때문에 내표면으로부터 외표면으로의 튜브층을 따른 전류 밀도(Js)는 일정(J=Js)하다고 상정할 수 있다. 방정식 8의 오른쪽은 μJchlc와 같고, 여기에서 튜브 두께는 lc이고, 다음 방정식으로부터 얻을 수 있다.

[방정식 9]

실시예 3에서 규정된 감쇄(δ)와 전류밀도(Js)을 치환하면, 실시예 4에서 설명된 방정식은 다음과 같이 표현된다.

[방정식 10]

그러므로, △B/B로 규정된 튜브 두께를 가로지르는 자기장의 상쇄 감쇄(At)는 아래와 같다.

[방정식 11]

0.5mm의 튜브 두께(lc), 2.1mm의 튜브 반경, 1kHz의 주파수에 대하여 21mm의 감쇄 거리(δ)에 대하여, 튜브 두께를 가로지르는 감쇄는 단지 0.24%이므로 무시할 수 있다.

스킨 효과는 1MHz의 주파수를 가진다고 상정되기 때문에, 튜브 외주부는 통합되고 방정식 8은 아래와 같게 된다.

[방정식 12]

또는

[방정식 13]

방정식 7에서 전류 밀도(Js)를 치환한 후의 관계는 아래와 같이 된다.

[방정식 14]

감쇄(At)를 넣은 결과는;

[방정식 15]

0.5mm의 튜브 두께, 2.1mm의 튜브 반경, 1MHz의 주파수에 대하여 0.67mm의 감쇄 거리(δ)에 대하여, 튜브 두께를 가로지르는 감쇄는 단지 1.64이며, 생성된 자기장의 방사 방향의 의미는 대향하는 방사방향으로 변경될 것이다.

튜브 두께(lc), 주파수(f), 저항도(ρ), 투자도(μ)에 종속되기는 하나, 감쇄(At)는 다른 자기장 윤곽에 대한 방정식 15에 나타난 것보다 다른 관계에 의해 튜브 반경(r)에 종속된다.

도 13은 방정식 15에 기초한 1kHz의 주파수에 대한 튜브 두께의 함수로서 자기 감쇄를 도식적으로 도시한다.

도 14는 0.5mm의 튜브 두께에 대한 주파수에 따른 자기장 감쇄의 종속관계를 도식적으로 도시한다.

본 발명의 몇몇 실시예가 예증의 방법으로 설명되어 있으나 본 발명의 청구범위를 벗어나지 않고 종래 기술에 숙달된 자들의 범위 내에서 여러 가지 수정, 변경 많은 동등물 또는 대체 해결책으로 실시될 수 있음이 명백할 것이다.

Claims

골형성 및 골융합을 자극하기 위한 임플란트 장치로서,
중공의 환형 하우징 부재와, 펄스형 전류 조정기와, 상기 전류 조정기에 접속된 코일을 구비하고, 상기 전류 조정기와 상기 코일의 적어도 일부는 상기 하우징 부재 내에 장착되고, 펄스 전류의 주파수는 미리 정해진 자속 밀도가 관통하고 상기 하우징 부재로부터 방사방향 외측으로 배열된 이식 장치가 이식되는 뼈 영역에 생성된 전자기장에 의해 골형성 및 골융합을 자극하도록 충분히 큰 전파 거리를 위하여 상기 하우징 부재 외측으로 방사방향으로 전파될 수 있도록 전자기장을 생성하도록 선택되는, 임플란트 장치.
청구항 1에 있어서,
상기 전류 조정기에 의해 생성된 각각의 펄스는 미리 정해진 기간 동안 뼈 영역에 흡수되는 전자기장과 관련된 에너지의 총축적량이 미리 정해진 양보다 커지도록 충분한 기간 동안 지속되는, 임플란트 장치.
청구항 1에 있어서,
상기 중공 하우징 부재는 이식된 루트와 결합가능한, 임플란트 장치.
청구항 3에 있어서,
상기 임플란트 장치는 치과용 임플란트 장치이고 상기 하우징 부재는 이식된 루트와 결합가능한 치료 접합부인, 임플란트 장치.
청구항 1에 있어서,
중공 하우징 부재는 이식가능한 루트인, 임플란트 장치.
청구항 6에 있어서,
상기 코일은 제 1 하우징 부재 요소 내에 배열된 제 1 부분과 제 2 하우징 부재 요소 내에 배열된 제 2 부분을 구비한, 임플란트 장치.
청구항 6에 있어서,
상기 코일은 하나 이상의 권선으로 형성된 연속 코일인, 임플란트 장치.
청구항 6에 있어서,
상기 제 1 하우징 부재 요소는 왕관형 캡이고, 상기 제 2 하우징 부재 요소는 중공 나사이고, 상기 중공 나사의 왕관형 단부는 상기 캡과 나사 결합가능하고 상기 중공 나사의 정점 단부는 이식된 루트와 나사 결합가능한, 임플란트 장치.
청구항 8에 있어서,
상기 코일은 프레임 코일인, 임플란트 장치.
청구항 9에 있어서,
상기 프레임 코일의 각각의 로프의 상기 제 1 부분은 상기 제 1 하우징 부재 요소의 폭과 실제적으로 같은 폭을 가지고 있고, 상기 프레임 코일의 각각의 루프의 상기 제 2 부분은 상기 제 2 하우징 부재 요소의 폭과 실제적으로 같은 폭을 가진, 임플란트 장치.
청구항 9에 있어서,
상기 프레임 코일은 복수의 정렬된 루프인, 임플란트 장치.
청구항 9에 있어서,
상기 프레임 코일은 서로 수직인 두 개의 부분을 구비한, 임플란트 장치.
청구항 12에 있어서,
상기 두 개의 부분의 각각은 유사하게 형성된, 임플란트 장치.
청구항 9에 있어서,
상기 프레임 코일은 모든 루프가 공통의 교차점을 가지고 배열된 각도를 가지고 분포된 코일인, 임플란트 장치.
청구항 14에 있어서,
상기 루프의 최대 각도 분포는 40도 이하인, 임플란트 장치.
청구항 9에 있어서,
상기 제 2 프레임부는 상기 제 2 하우징 부재 요소의 전길이를 통하여 정점으로 연장된, 임플란트 장치.
청구항 6에 있어서,
상기 제 1 코일부는 전류 조정기로 둘러싸여 있는, 임플란트 장치.
청구항 1에 있어서,
상기 코일은 링형상 코일인, 임플란트 장치.
청구항 9에 있어서,
상기 코일은 정점 링 코일부를 가진 프레임 코일인, 임플란트 장치.
청구항 6에 있어서,
상기 제 2 하우징 부재 요소 내에 삽입가능한 페라이트 코어를 더 구비한, 임플란트 장치.
청구항 6에 있어서,
상기 제 1 하우징 부재 요소 내에 삽입가능한 페라이트 코어를 더 구비한, 임플란트 장치.
청구항 6에 있어서,
상기 제 1 및 제 2 코일부는 병렬로 상기 전류 조정기에 접속된, 임플란트 장치.
청구항 1에 있어서,
상기 하우징 부재의 외표면은 인접한 뼈영역과의 골융합을 자극하도록 생성된 전자기장에 의해 전기적으로 충분히 충전되는, 임플란트 장치.
청구항 1에 있어서,
상기 전류 조정기는 오실레이터, 타이머 회로, 내부 전원, 상기 전원과 상기 타이머 회로 사이에서의 전기적 접속을 차단하기 위한 스위치를 구비한, 임플란트 장치.
청구항 24에 있어서,
상기 전류 조정기는 생성되는 전자기장의 방사 방향을 변경하기 위한 인버터를 더 구비한, 임플란트 장치.
청구항 24에 있어서,
상기 타이머 회로는 요구되는 듀티 사이클에 따라 연속적인 방식으로 펄스형 파형으로 조절하기 위하여 채용된, 임플란트 장치.
청구항 24에 있어서,
상기 타이머 회로는 미리 정해진 변조 기간 동안 펄스형 파형을 조절하도록 채용된, 임플란트 장치.
청구항 4에 있어서,
상기 생성된 전자기장은 0.2 내지 0.5mT, 0.5 내지 0.8mT, 0.8 내지 2mT, 또는 0.2 내지 5mT 범위의 자속 밀도를 가진, 임플란트 장치.
청구항 28에 있어서,
상기 펄스형 전류의 주파수 범위는 1Hz 내지 1000Hz, 1Hz 내지 100kHz 또는 1Hz 내지 100kHz인, 임플란트 장치.
청구항 29에 있어서,
상기 펄스형 전류는 1 내지 15㎂, 15 내지 100㎂, 0.1 내지 2mA 또는 1 내지 2000㎂ 범위의 평균 진폭을 가진, 임플란트 장치.
청구항 29에 있어서,
상기 펄스형 전류는 5 내지 30마이크로초, 30 내지 50마이크로초, 50 내지 200마이크로초 또는 5 내지 200마이크로초의 펄스 지속 범위를 가진, 임플란트 장치.
청구항 24에 있어서,
상기 타이머 회로는 사각파형, 삼각파형, 톱니형상 파형, 사인파형으로 이루어진 그룹으로부터 선택된 펄스형 파형을 조절하도록 적용된, 임플란트 장치.
청구항 7에 있어서,
상기 코일은 1 내지 10의 권선 범위를 가진, 임플란트 장치.
청구항 24에 있어서,
상기 전원은 예상되는 전치료 기간 동안 상기 전류 조정기에 전원을 공급하기에 충분한 용량을 가진 배터리인, 임플란트 장치.
청구항 24에 있어서,
상기 전원은 적용된 힘에 반응하여 압전전기를 생성하는 압전소자와, 커패시터, 교류발전기와 전기 동력 작동기로 이루어진 그룹으로부터 선택되는, 임플란트 장치.
청구항 1에 있어서,
상기 장치가 치주 임플란트 장치인, 임플란트 장치.
청구항 1에 있어서,
상기 신경 재건을 유도하기 위해 적용된, 임플란트 장치.
청구항 1에 있어서,
상기 장치는 치주 재건용 임플란트 장치인, 임플란트 장치.
청구항 1에 있어서,
상기 장치는 치아 교정용 임플란트 장치인, 임플란트 장치.
청구항 1에 있어서,
상기 하우징 부재 내에 장착된 상기 코일부로부터 연장된 와이어는 상기 하우징 부재의 외표면에 대하여 권취되어 있는, 임플란트 장치.
청구항 3에 있어서,
상기 하우징 부재 내에 장착된 상기 코일부로부터 연장된 와이어는 상기 루트의 외표면에 대하여 권취되어 있는, 임플란트 장치.
청구항 18에 있어서,
제 1 링 코일부는 상기 제 1 하우징 부재 요소 내에 배열되어 있고, 제 2 링 코일부는 제 2 하우징 부재 요소 내에 배열되어 있고, 하나 또는 두 개의 세그먼트가 상기 제 1 링 코일부와 상기 제 2 링 코일부 사이에 연장된, 임플란트 장치.
청구항 42에 있어서,
상기 제 1 링 코일부와 상기 제 2 링 코일부 사이에 연장된 하나 또는 두 개의 세그먼트는 프레임 코일부인, 임플란트 장치.